nojaterinzagelegging nu

Octrooiraad

nojATerinzagelegging nu 7809984 Nederland

[19]

NL

[54]

Met hoge snelheid werkend tomografisch röntgen-afbeeldingssysteem.

[51]

Int.CI2.: A61B6/02.

[71]

Aanvrager: General Electric Company te Schenectady, New York, Ver.St.v.Am.

[74]

Gem,: Ir. G.H. Boelsma c.s. Octrooibureau Polak & Charlouis Laan Copes van Cattenburch 80 2585 GD 's-Gravenhage.

[21] Aanvrage Nr. 7809984. [22]

Ingediend 3 oktober 1978.

[32]

Voorrang vanaf 3 oktober 1977.

[33]

Land van voorrang: Ver. St. v. Am. (US).

[31]

Nummer van de voorrangsaanvrage: 838458.

[23]

--

[61]

--

[62]

--

[43] Ter inzage geiegd 5.april 1979.

De aan dit blad gehechte stukken zijn een afdruk van de oorspronkelijk ingediende beschrijving met conclusie(s) en eventuele tekening(en). „<•

P & c N 2348-840 Ned.

General Electric Company te Schenectady, New York, Verenigde Staten van Amerika.

Met hoge snelheid werkend tomografisch röntgen afbeeldingssysteem.

De uitvinding heeft betrekking op een rekenmachinaal gedreven röntgen tomografische afbeeldingsinrichting. Meer in het bijzonder heeft zij betrekking op tomografische

afbeeldingssystemen, waarbij een aantal

röntgen stralingsbronnen gelijktijdig worden gepulseerd voor het produceren van röntgen stralings absorptie gegevens langs een aantal elkaar snijdende straalbanen. Rekenmachinale röntgen tomografie is een systeem voor het produceren van beelden van inwendige lichaamsorganen, welke vrij zijn van schaduwen van tussenliggende structuren. De bekende tomografische installatie bestaat-in het algemeen uit een röntgenstralingsbron opgesteld tegenover één of meer röntgenstralingsdetectoren op een beweegbare constructie." De bron en detectoren roteren en/of transleren in een vlak dat loopt door de lichaamsorganen, die onderzocht worden, teneinde elektrische signalen op te wekken, welke representatief zijn voor röntgenstralings-doorlaatgegevens langs een aantal straalbanen. De signalen worden vervolgens gecombineerd, gewoonlijk in een numerieke rekenmachine-installatie voor het reconstrueren van schaduw-vrije beelden van inwendige lichaamsdoorsneden. Tomografische installaties van dit type zijn algemeen bekend en beschreven bijvoorbeeld in het Amerikaanse octrooischrift 3.778.614 van Hounsfield en 3.881.110 van Hounsfield et al. De produktiesnelheid van beelden in een tomografisch systeem, dat het bewegen van bronnen en detectoren omvat, wordt noodzakelijkerwijze beperkt door de tijd die vereist is om de physische translatie of rotatie van het mechanisme te bewerkstelligen en is in een typerend geval beperkt tot minder dan één beeld per seconde.. Een dergelijke installatie is daardoor ongeschikt voor het bekijken van bewegende lichaamsorganen, bijvoorbeeld een kloppend hart. Dr. Earl Wood van de Mayo Kliniek heeft onlangs in een persoonlijk bericht een tomografisch systeem voorgesteld voor het afbeelden van bewegende lichaamsorganen, waarbij een aantal röntgenstralingsbronnen sequentieel gepulseerd worden voor het snel

7809984

2

verkrijgen van röntgenstralingsdoorlaat gegevens langs een aantal verschillende straalbanen. Werkwijzen en schakelingen voor het pulseren van röntgenstralingsbuizen zijn algemeen bekend in de röntgen technologie en zijn beschreven, 5

voor achtergrond informatie, in bijvoorbeeld het Amerikaanse octrooischrift 1.647.478; 3.333.104 en 3.567.940. De in de bekende röntgen tomografie inrichtingen toegepaste röntgenstralings-detectoren waren in het algemeen voorzien van scintillatie-kristallen of luminescentie-schermen gekoppeld met optische

10

detectoren, bijvoorbeeld beeld-orthicon of fotovermenigvuldiger-buizen. Dergelijke inrichtingen zijn vrij groot en moeten in het algemeen worden gebruikt met een collimator, waarmede een groot ruimtelijk oplossend vermogen kan worden behaald. Dergelijke scintillatie detectoren en collimators zijn relatief ondoeltreffende detectoren van röntgenstralings-

15

energie. Het is daarom noodzakelijk een patiënt, die onderworpen wordt aan een tomografisch onderzoek in een dergelijke installatie, bloot te stellen aan een relatief hoge dosis van ionizerende straling. In de Amerikaanse neven-octrooiaanvrage 616.930 van 26 september 1975 wordt een hoge druk, met xenon gevulde ionizatiekamer-rangschikking

20

beschreven, welke gekenmerkt wordt door een hoog detectie-rendement en een groot ruimtelijk oplossend vermogen indien toegepast bij een röntgentomografie-installatie. De detector bevat een groot aantal detectorcellen gescheiden door nagenoeg evenwijdige metalen collectorplaten, welke scherp gesteld kunnen worden op een enkele bron van

25

divergerende röntgenstralen. Röntgen fotonen, die de detectorcellen binnentreden, produceren ion-electron paren, welke onder invloed van een elektrisch, veld, op drift gaan naar de collectorplaten. Detectoren van dit type zijn prima geschikt voor de doeltreffende detectie van divergerende röntgenstralingsenergie, welke bijvoorbeeld kan worden

30

geproduceerd door een enkele röntgenstralingsbron en gecollimeerd ter verschaffing van een planaire, waaierachtige ruimtelijke verdeling. De ionenkamer-rangschikking van de genoemde octrooiaanvrage is echter relatief ondoeltreffend voor het bespeuren van röntgenstralingsenergie, die afkomstig is van een rangschikking van ruimtelijk gescheiden

35

röntgenstralingsbronnen van het type toegepast in de hierboven beschreven

7809984 - 3 -

met hoge snelheid werkende tomografische installatie. In overeenstemming met de onderhavige uitvinding omvat een met hoge snelheid werkende röntgen tomografische inrichting een rangschikking van ruimtelijk gescheiden, gecollimeerde röntgenstralingsbronnen opgesteld tegenover een rangschikking van dicht bij elkaar geplaatste, gescheiden röntgenstralingsdetectoren. Elk der röntgenstralingsbronnen wordt gecollimeerd voor het produceren van een relatief dunne , planaire sectorvormige zwade van röntgenfotonen. Röntgenstralingsbronnen in ondergroepen van de rangschikking worden gelijktijdig gepulseerd ter verkrijging van röntgenstralingsdoorlaatgegevens voor tomografische beeldreconstructie. Het collimeren en groeperen van de röntgenstralingsbronnen alsmede de sequentie van het activeren wordt zodanig gekozen, dat elke bron in een ondergroep een afzonderlijke en gescheiden sector van de röntgenstralingsdetector-opstelling belicht. De voor het produceren van een tomografisch beeld vereiste tijd wordt daardoor verminderd. Een ionizatie-kamer rangschikking geschikt voor gebruik in deze tomografische installatie omvat een kam-achtige rangschikking van collector-electroden van een eerste polariteit opgesteld met gelijke afstanden tussen twee evenwijdige plaatelectraden van tegengestelde polariteit en ondergedompeld in een ionizeerbaar gas van hoge druk. Röntgenstralingsenergie treedt de detector binnen in een richting nagenoeg evenwijdig aan de kam-achtige electroden en gaat een wisselwerking aan met het detector gas voor het produceren van electron-ion paren. De electroden en ionen gaan op drift onder invloed van een electrisch veld, in een richting nagenoeg loodrecht op zowel de richting van de invallende röntgenbundel als de richting van de lineaire rangschikking, naar de opvangelectroden. De detectorcellen van de onderhavige rangschikking zijn niet scherp afgesteld op een enkele röntgenstralingsbron, zoals de cellen van de rangschikking beschreven in het hierboven aangehaalde octrooischrift, en zijn daarom prima geschikt voor gebruik in tomografiesystemen met een groot aantal ruimtelijk verdeelde röntgenstralingsbronnen. Het is derhalve een oogmerk van de onderhavige uitvinding een met hoge snelheid werkend tomografisch afbeeldingssysteem te verschaffen voor het produceren van heldere beelden van bewegende lichaamsorganen. Een ander oogmerk, van de onderhavige uitvinding is het reduceren -

78 0 9 9 8 4

i

4

van de tijd, vereist voor het produceren van tomografische röntgenbeelden. De uitvinding zal hieronder aan de hand van de figuren der bijgaande tekeningen nader worden toegelicht. 5

Fig. 1 toont een met hoge snelheid werkend tomografie systeem volgens de stand der techniek; Fig. 2 toont een met hoge snelheid werkend tomografie systeem volgens de onderhavige uitvinding; Pig. 3 geeft een enkelvoudige detectorcel volgens de bekende

10

stand der techniek; en Pig. 4 toont een ionizatiekamer-rangschikking, bruikbaar bij de onderhavige uitvinding. Fig. 1 illustreert een met hoge snelheid werkend tomografie systeem volgens de stand der techniek. Een rangschikking van gepulseerde

15

röntgenstralingsbronnen 20. is opgesteld tegenover een rangschikking van röntgenstralingsdetectoren 22. Elke individuele röntgenstralendetector van de rangschikking 22 omvat een luminescentiescherm 24 ingericht voor het emitteren van licht in evenredigheid met invallende röntgenstralingsintensiteit. Het licht van het scherm 24 wordt gefocuseerd door een lens

20

26 op een opneemhuis van het televisiecamera-type, in een typerend geval een beeldorthicon 28. Elektrische signalen van elke buis 28, welke een lineaire verdeling van röntgenstralingsintensiteiten weergeven over de breedte van het scherm 24, worden overgebracht naar een numerieke rekenmachine .voor het bewerken tot tomografische röntgenbeelden.

25

Lichaamsstructuren 30, die een onderzoek ondergaan, bevinden zich. tussen de bronnenrangschikking 2Q en de detectorenrangschikking 22. Elka röntgenstralingsbron in de rangschikking 20 wordt sequentieel gepulseerd voor het produceren van een zwade van ionizerende straling 32, welke in variërende graden verzwakt wordt door de lichaamsstructuur 30 en

30

dan valt op de detectorrangschikking 22. De individuele elementen van de rangschikking 20 kunnen worden gepulseerd in snelle opeenvolging voor het verschaffen van röntgenstralingsdoorlaat-informatie langs een aantal elkaar snijdende banen door de lichaamsstructuur 30, waaruit beeldinformatie kan worden geconstrueerd. Elke bron in de rangschikking 20 belicht

35

echter noodzakelijkerwijze nagenoeg de gehele detectorrangschikking 22 en

78 0 9 9 8 4

de sequentiële pulseersnelheid van de individuele bronnen is daardoor noodzakelijkerwijze beperkt door de snelheid, waarmede gegevens uit de detector-elementen (d.w.z. opneembuis 28) kunnen worden afgelezen. De uit een enkele röntgenstraalpuls verkregen informatie moet volledig uitgelezen worden uit een detector 28 alvorens een andere bron in de rangschikking 20 wordt gepulseerd teneinde tautologische informatie te weren, welke zou optreden indien röntgenstralen uit twee bronnen dezelfde buis zouden bereiken tijdens een enkele uitleesperiode. Fig. 2 toont een verbeterd met hoge snelheid werkend tomografiesysteem volgens de onderhavige uitvinding. Een nagenoeg half cirkelvormige rangschikking van röntgenstralingsbronnen 20 bevat een aantal individuele röntgenbuisanode

40 gescheiden door een rangschikking van collimatoren

42. De geometrie van de collimatoren 42 is zodanig gekozen, dat de röntgenbundel uit elke anode 40 wordt beperkt tot een nagenoeg planaire, sectorvormige zwade. Röntgenstralingsenergie in .elke zwade loopt door een lichaamsstructuur 30 en valt op een kromlijnige rangschikking van dicht bij elkaar opgestelde, ionizatiekamer, detectoren 44 opgesteld in het vlak van de röntgenstralingszwade. De afmetingen en geometrie van de collimatoren 42 zijn ingericht om de breedte van elke röntgenstralingszwade zodanig te beperken dat zij slechts een nagenoeg kleine sector van de rangschikking 44 belicht. Aldus lopen in de illustratie van fig. 2 röntgenstralen uit anode 40a door collimator 42a onder vorming van een sectorvormige zwade 46a, welke een smalle groep 48a van detectoren in de rangschikking 44 treft. Op soortgelijke wijze lopen röntgenstralen uit de anode 40b door de collimator 42b en vallen op een afzonderlijke en gescheiden groep 48b van detectoren in de rangschikking 44. De röntgenstralingsbronnen in de rangschikking 20 worden in salvo's gepulseerd onder controle van de sequentiële salvopuls-afvuurregeleenheid 45, waarbij de groepering van bronnen in elke salvo zodanig gekozen is, dat de individuele bronnen 40 in het salvo afzonderlijke en gescheiden groepen van detectoren in de rangschikking 44 belichten. Nadat elk salvo^Van bronnen is gepulseerd, wordt de informatie van de detectoren omgezet in numerieke signalen door de analoog-naar-numerieke omzetter 47 en gezonden naar een numerieke rekenmachine 49 voor bewerking, terwijl een ander salvo van bronnen, op soortgelijke wijze gekozen om andere

78 0 9 9 8 4

6

gescheiden detector groepen te belichten, eveneens gepulseerd wordt onder controle van de afvuur-eenheid 45. Elke detector in de rangschikking 44

zal in het algemeen röntgenstralingsgegevens ontvangen uit een aantal

sequentiële salvo's. De groepen van de individuele detectoren, welke worden belicht door de bronnen in elk salvo zullen zich echter wijzigen. Het aantal bronnen, dat gelijktijdig in elk salvo kan worden gepulseerd is uiteraard een functie van de geometrie van het systeem en de collimator, welke geometrie op haar beurt wordt bepaald door de afmetingen van de onderzocht wordende lichaamsstructuur, het vereiste ruimtelijk oplossend vermogen en de gewenste beeldproduktietijd. Afhankelijk van deze geometrie en het aantal detectoren en bronnen in de rangschikkingen kan de beeldbewerkingssnelheid worden verhoogd met een factor twee of meer ten opzichte van bekende tomografie-systemen. De detector-rangschikking 44 kan ionizatiekamers bevatten van het type beschreven in de hierboven genoemde Amerikaanse octrooiaanvrage 616.930, waarop thans het Amerikaanse octrooi 4.031.396 verleend is. Die detector bevat een rangschikking van detectorcellen bepaald tussen individuele plaatcollector-electroden, welke nagenoeg evenwijdig aan de richting van de invallende röntgenbundel opgesteld zijn en loodrecht op het vlak van de röntgenstralingszwade. De individuele cellen van een dergelijke detector worden gefocuseerd op een enkele bron ter verschaffing van een met hoog rendement werkende röntgenstralingscollectie en detectie, en een dergelijke detector is uitstekend geschikt voor gebruik in een conventionele tomografie-inrichting, welke een enkelvoudige röntgenstralingsbron bevat. Indien gebruikt in een tomografiesysteem met meervoudige bronnen ondergaat deze rangschikking een aanzienlijk verlies aan detectie-rendement voor röntgenstralen, welke ontspringen buiten het brandpunt van de individuele cellen ervan. De oorzaak van deze ondoeltreffendheid kan worden ingezien door-verwijzing naar fig. 2 en 3, welke een aanzicht geven op vergrote schaal van een individuele detectorcel, belicht door de röntgenstralen van een bron, die buiten het brandvlak ligt, en invallen op het vlak van de cel onder een hoekfi. Indien R de straal is van de detectorboog en P de straal is van het gezichtsveld bij het lichaam 30, treedt de maximum waarde van de hoek

op bij de rand

van elk gezichtsveld, zodanig dat /3= P/R. In een typerend systeem van het in fig. 2 geïllustreerde type, gebruikt bijvoorbeeld voor het

78 0 9 9 8 4

bekijken van een kloppend hart, is P gelijk aan ca. 20 cm en R gelijk aan ca. 75 cm, hetgeen een maximale hoek /© = 16° oplevert. Het rendement van de cel voor schuine detectiehoeken wordt bepaald door de afstand van de collectorelectroden d. De afstand d wordt bepaald onder andere door de mate van het door het systeem vereiste ruimtelijk oplossend vermogen en door de tijd, die de binnen een cel geproduceerde electroden en ionen nodig hebben om op drift te gaan onder invloed van een elektrisch veld naar de individuele electroden. Indien de cel bijvoorbeeld gevuld is met een xenon detector gas bij een druk van ca. 20 atm. is een afstand d van ca. 1 mm vereist om een responsie-tijd van 1 msec te verkrijgen. De responsie van een dergelijke cel met een electrode-afstand van 1 mm, voor röntgenstralen, die onder een hoek ^

van 16° invallen, zal slechts ca.

14% zijn van zijn rendement voor röntgenstralen, die invallen onder een hoek van 0°. Dit verlies aan rendement introduceert ernstige ijkingsproblemen bij beeldreconstructie-algorithmen en verhoogt noodzakelijkerwijze de stralingsdosis, welke nodig is om een beeld te produceren van een gegeven scherpte. Het ijkingsprobleem in een meervoudige bronopstelling wordt uiteraard in sterke mate verhoogd door het feit, dat de invalshoek van röntgenstralen op elke cel verschilt voor elke detectoren grote aantallen ijkingsfactoren moeten daardoor worden opgeslagen en toegepast. Fig. 4 is een ionenkamer-rangschikking volgens de onderhavige uitvinding, welke een nagenoeg constant detectie-rendement bezit voor variërende invalshoeken van röntgenstraling. Een paar planaire geleidende anoden 50 en 52 zijn evenwijdig opgesteld aan een plaat voor invallende röntgenstraling 54. Een aantal stangachtige cathoden 56 is opgesteld op gelijke afstanden tussen de anoden 50 en 52 en nagenoeg evenwijdig aan elkaar, waarbij hun langste afmeting in het algemeen evenwijdig aan de invallende röntgenstralen verloopt. De ene aansluitklem van een spanningsbron 58 is verbonden met de anodeplaten 50 en 52. Elk der cathoden 56 is via één uit een aantal stroomdetector-circuits 60 verbonden met de andere aansluitklem van de spanningsbron 58. In een voorkeursuitvoeringsvorm van de uitvinding fungeert een gemeenschappelijk knooppunt van de spanningsbron en de stroomdetectoren als aardpotentiaal. Een deskundige op dit vakgebied zal inzien dat de polariteit van

78 0 9 9 8 4

8

de spanningsbron en de positie van de aardverbinding kunnen worden gevarieerd zonder de bruikbaarheid van de uitvinding aan te tasten, en dat de aanwijzing van de opvangelectroden 50, 52 en 56 als anoden en cathoden slechts voor het gemak van de beschrijving geldt. Een detectorgas 62 vult de ruimte tussen de anodeplaten 50 en 52 en de cathode 56. Het type gas, de gasdruk en de afstand B tussen de electroden zijn gekozen waarbij gebruik gemaakt is van algemeen bekende methoden zodat een grote fractie (in een typerend geval meer dan 70%) van de invallende röntgenfotonen in het gas worden geabsorbeerd. Het detectorgas 62 bevat in een typerend geval edelgas met een hoog atoom getal; bijvoorbeeld xenon, krypton, argon, of een moleculair gas bevattende atomen met een atoomgewicht groter dan dat van argon (d.w.z. 39,9}; bij een druk in het bereik van ca. 10 atm. tot ca. 100 atm. Invallende röntgenstralen 54 gaan een wisselwerking aan met het detectorgas 62 tussen de anoden 50 en 52 voor het produceren van electron-ion paren. De electronen gaan onder de invloed van het elektrische veld, opgewekt door de spanningsbron 58, op drift naar de anodeplaten 50 en 52, terwijl de ionen op soortgelijke wijze op de cathoden 56 opgevangen worden. De ionenstroom naar een individuele cathode 56 is evenredig met het aantal wisselwerkingen tussen fotonen en gasatomen in het gebied van die cathode, zodat de verdeling van de stroom over de individuele stroomdetectorcircuits. 60 van de rangschikking een functie is van de verdeling van röntgenstralingsintensiteit over de detectorrangschikking. De richting van electron- en ionbeweging binnen de detector staat in hoofdzaak loodrecht op de rangschikkinglengte en op de invallende röntgenbundel. De cathoden 56 kunnen evenwijdig aan elkaar gerangschikt worden ter vorming van een lineaire detectorrangschikking. Anderzijds kunnen de detectoren onder kleine hoeken ten opzichte van elkaar liggen ter bepaling van een gebogen of halfcirkelvormige rangschikking van het in fig. 2 weergegeven type. Het tomografie-systeem volgens de onderhavige uitvinding maakt een snelle en nauwkeurige afbeelding mogelijk van inwendige lichaamsorganen en is ongevoelig voor de vage, doezelige effecten, welke een beweging van deze organen tracht te produceren in bekende systemen. Het systeem is eveneens uiterst doelmatig voor het produceren van bewegende

78 0 99 8 4

9

beelden van lichaamsorganen, bijvoorbeeld van een kloppend hart. Ofschoon de uitvinding uitvoerig beschreven is met betrekking tot bepaalde de voorkeur verdienende uitvoeringsvormen ervan, kunnen vele wijzigingen en veranderingen daarin worden aangebracht door een deskundige zonder buiten de beschermingsomvang van de uitvinding te geraken.

C O N C L U S I E S

1. Het hoge snelheid werkend tomografisch röntgenafbeeldingssysteem van het type bevattende een rangschikking van röntgenstralingsbronnen opgesteld om een lichaam dat onderzocht wordt; een rangschikking van röntgenstralingsdetectoren opgesteld om een lichaam tegenover de rangschikking

van röntgenstralingsbronnen; middelen voor het opvangen

van gegevens geproduceerd door de detectoren; -en middelen voor het sequentieel

pulseren van de röntgenstralingsbronnen, gekenmerkt door

collimeermiddelen opgesteld tussen elk der röntgenstralingsbronnen en het lichaam, welke collimeermiddelen ingericht zijn om de uitzending van röntgenstralingsenergie uit elke röntgenstralingsbron te begrenzen tot een röntgenstralingsbundel welke slechts een fractie van de röntgenstralingsdetectoren in de röntgenstralingsdetector-rangschikking belicht; waarbij de middelen voor het pulseren van de röntgenstralingsbronnen ingericht zijn om gelijktijdig salvo's van de röntgenstralingsbronnen te pulseren, waarbij elk der salvo's tenminste twee geselecteerde röntgenstralingsbronnen in de rangschikking bevat, waarbij de speciale röntgenstralingsbronnen in elk der salvo's zodanig gekozen zijn, dat elke bron.in een salvo een afzonderlijke en gescheiden fractie van de röntgen..stralingsdetectoren belicht; terwijl de middelen voor het detecteren van de röntgenstralingsbronnen ingericht zijn om te worden geactiveerd in harmonie met de pulsering van de corresponderende röntgenstralingsbronsalvo's; en de middelen voor het opvangen van gegevens ingericht zijn voor het-^ontvangen van de gegevens geproduceerd door de geactiveerde detectoren. 2. Afbeeldingssysteem volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de rangschikking van röntgenstralingsbronnen

een nagenoeg halfcirkel-

vormige rangschikking is.

7 8 0 9 9 8 4 - IQ -

10

3. Afbeeldingssysteem volgens conclusie 2, met het kenmerk, dat de rangschikking van röntgenstralingsdetectoren nagenoeg een halfcirkelvormige rangschikking is. 4. Afbeeldingssysteem volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de rangschikking van röntgenstralingsdetectoren nagenoeg een halfcirkelvormige rangschikking is. 5. Afbeeldingssysteem volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de röntgenstralingsdetectoren ionizatie-kamers zijn. 6. Afbeeldingssysteem volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de collimeermiddelen voorts ingericht zijn om de emissie van röntgenstralen, die uit elk der bronnen uittreden, te beperken tot een nagenoeg planaire, waaiervormige bundel. 7. Werkwijze voor het opwekken van tomografische beeldgegevens van lichaamsstructuren, waarbij een rangschikking van röntgenstralingsbronnen opgesteld wordt om de lichaamsstructuren; een rangschikking van röntgenstralendetectors wordt opgesteld om de lichaamsstructuren tegenover de rangschikking van röntgenstralingsbronnen; de röntgenstralingsenergie uit elk der bronnen gecollimeerd wordt tot een bundel, die slechts een fractie van de röntgenstralingsdetectorrangschikking belicht; en gelijktijdig een ondergroep van röntgenstralingsbronnen in de rangschikking gepulseerd wordt, waarbij de bronnen in de subgroep zodanig geselecteerd zijn, dat röntgenstralingsenergie uit elk der gelijktijdig gepulseerde bronnen een afzonderlijk en gescheiden fractie van de röntgenstralingsdetectoren belicht ter verkrijging van röntgenstralingsdoorlaatgegevens langs een aantal stralenbanen op een snelle en eenduidige wijze. 8. Werkwijze volgens conclusie 7, met het kenmerk, dat aanvullende ondergroepen van röntgenstralingsdetectoren in de rangschikking sequentieel gepulseerd worden, waarbij de individuele detectoren in elk der aanvullende ondergroepen zodanig geselecteerd worden, dat röntgenstralingsenergie uit elk. der detectoren in een ondergroep een afzonderlijke en gescheiden fractie van de detectoren in de rangschikking belicht.

78 0 9 9 8 4

HOLLAND

BOLLAND

78 0 9 9 8 4